專利名稱：用于心肺復蘇中的氣體供應的方法和設備的制作方法
技術領域：
本發明涉及用于在心肺復蘇(CPR)中，更特別地是在機械心肺復蘇(mCPR)中，將 通氣氣體供應給患者的肺的方法和系統。
背景技術：
當患者遭受心臟停搏時，需要盡快啟動救生技術，優選在8分鐘之內。如果沒有血 流超過約15分鐘，則腦和其他器官通常將逐漸形成不能挽回的損傷。先前已知的CPR類型是手動地壓縮患者的胸骨并機械地使該患者的肺膨脹。在瑞典，商標為LUCAS⑧的一種用于進行mCPR的機械設備是已知的，并且在文獻 SE 521141和WO 2005/046558中描述。通常，該設備包括活塞，該活塞將杯形的盤壓向胸 骨，以在壓縮行程中壓縮位于其下的心臟和胸腔。例如借助于杯形的盤內的吸入壓力或借 助于粘合劑，該盤可附著于患者的身體。當盤被主動地抽回時，胸骨被提起，目的是強迫地 膨脹患者的胸腔。該盤的移動行程(movement stroke)可以是胸腔上垂直距離的約20%。 行程周期(stroke cycle)可以是約100次行程/分鐘。主動行程在向下和向上時都需要 約0. 1秒，并且可在每次移動之間存在約0. 2秒的間歇。當采用上述設備進行mCPR時，可經插入患者氣管的氣管套管而供應氧氣。氣管套 管包括具有約6mm-10mm直徑的中心通道和設置在套管壁中的若干小通道。氣管套管可以 是Boussignac型的，例如包括在由法國Ecouen，VYGON，BP 7-95440以Ref 6508. 70出售的 Boussignac 心月市復蘇系統(Boussignac Cardio Pulmonary Resuscitation System)中的 氣管套管。這樣的氣管套管例如在US 5036847中公開。小通道可用于不同的目的。在目前的上下文中，它們可用于將氧氣供應至鄰近患 者支氣管的區域。這樣，足量的氧氣被供應至患者，并且通過在胸腔壓縮中產生的體積變化 以及通過消除通氣中的“死腔”而除去足量的二氧化碳。EP 0029352A1公開了一種心肺復蘇器，其包括可往復運動的心臟壓縮機裝置和 通氣裝置，所述心臟壓縮機裝置用于循環壓縮患者的胸腔，所述通氣裝置用于經過包括壓 縮機裝置的至少一個周期且優選3個周期的時間將患者的肺充氣至良好的極限壓力，如在 IOcm和60cm水之間。該復蘇器包括通氣機輸出控制裝置，用于⑴在壓縮機裝置的周期的 心臟收縮部分中防止從患者的肺的反向流動和呼出流動，從而由于將患者胸腔壓縮至遠在 極限壓力以上的水平(例如75cm和200cm水之間)而提供患者肺中的壓力增加，和(ii) 周期性地使患者的肺排氣，例如壓縮機裝置的2個周期。CPR的一個需要注意的難題是，在主動脈與右心房之間獲得足夠的壓差，以便獲得 足夠的冠狀動脈灌注壓，否則心臟將遭受永久損傷。另一個難題是在肺靜脈中獲得低壓，其 中血液從身體運輸并運輸至胸腔，以便獲得對胸腔足夠的再充填。在Resuscitation 62(2004)，第 219-227 頁中發表的標題為"Continuous intratracheal insufflation of oxygen improves the efficacy of mechanical chest compression-active decompression CPR(連續的氣管內注氧改善了機械胸腔壓縮-主動 解壓CPR的效力)”的文章中，作者Stig Steen等人主張連續注氧(CIO)優于間歇性正壓通氣(IPPV)。該文章表明，與IPPV相比，CIO導致了改善的冠狀動脈灌注壓。然而，存在對更好性能的mCPR的需求。發明概述因此，本發明的一個目的是單獨地或以任意組合減輕、緩解或消除一個或多個以 上確定的缺陷和不利條件。在一個方面中，提供了一種用于在心肺復蘇周期中將通氣氣體(ventillation gas)提供給患者的方法，所述心肺復蘇周期包括患者的胸腔的壓縮行程和解壓行程，所述 方法包括將氣體供應管的遠端安排在患者的氣管中；將所述氣體供應至所述氣體供應管 的近端，用于將所述氣體遞送到所述氣體供應管的遠端；操作切換閥，用于啟動和終止經所 述氣體供應管的氣體供應；其特征為，接收基于心肺復蘇周期的同步信號；使所述切換閥 的操作與基于所述同步信號的所述心肺復蘇周期同步化，以便所述切換閥以與所述心肺復 蘇周期相同但相對于所述心肺復蘇周期偏移(off-set)的周期操作。在一個實施方案中，所述方法可包括基于所述同步信號來啟動氣體供應，以便氣 體供應在壓縮行程開始之前在周期時間的25%和2%之間啟動。在另一實施方案中，所述方法可包括基于所述同步信號來終止氣體供應，以便氣 體供應在壓縮行程開始之后在周期時間的2%和30%之間終止。還在另一實施方案中，所述方法可包括基于所述同步信號來啟動氣體供應，以便 氣體供應在壓縮行程終止之后在周期時間的25%和48%之間啟動。仍在另一實施方案中，所述方法可包括基于所述同步信號來終止氣體供應，以便 氣體供應在壓縮行程終止之后在52%和80%之間終止。同步信號可通過以下中的至少一種來提供由機械心肺復蘇設備發射的信號；壓 力開關板，所述壓力開關板鄰近患者安排，并在壓縮行程中暴露于壓縮力以在壓縮胸腔時 觸發所述開關；氣壓表，所述氣壓表測量供應至患者的氣體中的壓力，例如鄰近所述氣體供 應管的遠端；血壓計，所述血壓計測量血管系統中的血壓；氣體流量計，所述氣體流量計測 量從肺流出到環境中的氣體流量。可操作閥，用于在氣體供應被觸發時關閉所述閥，所述閥用于控制從患者的肺經 通風管流出到環境中的氣體流量。可調節氣體供應，以在每個周期提供預定量的氣體，例如約50ml。在更多的實施方案中，所述方法還可包括作為同步信號接收與氣管中的氣體壓 力相應的氣體壓力；和確定所述壓縮行程的啟動為在峰值最大氣體壓力之前的周期時間的 2%至15%，或確定所述壓縮行程的終止為在峰值最小氣體壓力之前的周期時間的2%至 15%。在另一方面中，提供了一種用于在心肺復蘇周期中將通氣氣體提供給患者的設 備，所述心肺復蘇周期包括患者的胸腔的壓縮行程和解壓行程，所述設備包括氣體供應 管，所述氣體供應管的遠端安排在患者的氣管中；氣體源，所述氣體源用于將所述氣體供應 至所述氣體供應管的近端，以便將所述氣體遞送到所述氣體供應管的遠端；切換閥，所述切 換閥用于啟動和終止經所述氣體供應管的氣體供應；其特征為，控制設備，所述控制設備用 于接收基于心肺復蘇周期的同步信號；其中，所述設備被操作來使所述切換閥的操作與基 于所述同步信號的所述心肺復蘇周期同步化，以便所述切換閥以與所述心肺復蘇周期相同
5但相對于所述心肺復蘇周期偏移的周期操作。在另一實施方案中，所述設備還可包括以下中的至少一個用于通過機械心肺復 蘇設備發射信號的設備；壓力開關板，所述壓力開關板鄰近患者安排，并在壓縮行程中暴露 于壓縮力以在壓縮胸腔時觸發所述開關；氣壓表，所述氣壓表測量供應至患者的氣體中的 壓力，例如鄰近所述氣體供應管的遠端；血壓計，所述血壓計測量患者的血管系統中的血 壓；氣體流量計，所述氣體流量計測量從肺流出到環境中的氣體流量。閥被可安排來用于控 制從患者的肺經通風管流出到環境中的氣體流量，在便在氣體供應被觸發時關閉所述閥。附圖簡述參考附圖，從以下對本發明的若干實施方案的描述中將呈現本發明的更多目的、 特征和優勢，其中

圖1是患者的胸腔的示意性橫斷面視圖，在水平剖面中顯示心臟而在垂直剖面中 顯示肺；圖2是配備了 mCPR設備的圖1的患者的示意性縱向剖面圖；圖3是圖2的患者的放大的、示意性的縱向剖面圖，顯示了氣管套管的排列；圖4是連接至氣體供應的圖3的氣管套管的示意圖；圖5是氣管套管連接到氣體供應的可選擇的實施方案的示意圖；圖6是mCPR設備的透視圖；圖7是適應于患者上的圖6的mCPR設備的透視圖；圖8是氣管套管到周圍大氣的可選擇的連接的示意圖；圖9是顯示氣體供應相對于mCPR設備的移動的計時的圖；圖10是顯示根據本發明的具有間歇氧氣供應的mCPR的圖；圖11是顯示根據現有技術的CIO系統具有連續氧氣供應的mCPR的圖；圖12是與圖9類似的、可選擇的實施方案的計時的圖；圖13是顯示在圖5的實施方案中的氣體供應的圖；圖14是氣管套管的可選擇的實施方案。實施方案的詳細描述以下將參考附圖描述本發明的若干實施方案。這些實施方案以說明的目的描述， 目的是使技術人員能夠實施本發明和公開最佳模式。然而，這樣的實施方案不限制本發明。 此外，不同特征的其他組合可能在本發明的范圍內。圖1是患者的胸腔的橫斷面視圖，包括在水平剖面中的心臟1和在垂直剖面中的 兩個肺2、3。心臟1位于胸骨4和脊柱5之間，其均為示意性地顯示。心臟1包括連接至腔靜脈12的右心房11和連接至肺動脈14的右心室13。血液 從肺經肺靜脈16返回至左心房15，并通過左心室17而被泵送至主動脈18。冠狀動脈19 對心臟供應血液并從主動脈18延伸至右心房11。當胸腔通過mCPR設備20壓縮時，見圖2，基本上相同的壓力存在于右心房和左心 房以及右心室和左心室中。因此，在主動脈和右心房之間基本上不存在壓差，并且在冠狀動 脈19中不存在血流。當減輕胸腔的壓縮時，肋骨將傾向于使胸骨移動回到正常位置。該移動可通過 mCPR設備而支持或放大，如上所述。胸腔中的血壓降低，并因此，右心房中的壓力也同時降低。因為主動脈瓣現在是閉合的，因此經冠狀血管19產生了壓差并且充氧血被供應至心 臟。在壓縮階段中，一些空氣經支氣管和氣管從肺呼出。在解壓階段中，一些空氣被吸 入。然而，因為壓縮和解壓的頻率可能為約100次行程每分鐘，僅少量空氣將被吸入和呼 出，不超過支氣管和氣管的死腔。因此，沒有新的或新鮮的空氣進入肺，僅有存在于支氣管 和氣管中的相同的空氣來回移動。因此，在現有技術中，可能使用強制通風。為了繞過死腔并且對肺提供足量的氧氣且去除足夠的二氧化碳，可在氣體供應管 的遠端22供應氧氣，如圖2和圖3所示。這樣可減少死腔，并可獲得患者的足夠的氣體平 衡而無需與mCPR設備分開的強制通風。氣體供應管可以是氣管套管21，其在近端25對大 氣開放，并可形成節流(flow restriction)，如以下更詳細地說明。氣管套管21可包括若干通道，如圖3所示。第一大中心通道23使肺連接至周圍 大氣。此外，存在若干個(例如4個)較小的通道24，其中之一在圖3中顯示。這些通道可 用于不同的目的，例如供應醫學試劑。在本實施方案中，這些通道中的一個或若干個用來供 應諸如氧氣的氣體。因此，氣體供應發生在氣管套管21的遠端22。這樣，死腔被減少了。如圖3所示，氣管套管21還包括連接至小通道27的可膨脹的氣囊(expandable balloon) 26，以便該氣囊可被充氣以將氣管套管21固定在緊接支氣管32、33以上的氣管31 中。如圖3中還顯示的，氣管套管的出口處的內側可被斜切29，以便氣體通道24在氣 管套管的遠端22內側打開。圖4中所示的另一通道28可連接至壓力計34，如圖4所示，以便可測量氣管套管 的遠端22處的壓力。如圖4所示，氣體的源35連接至氣管套管21。從氣體的源35經切換閥36而供 應氣體，所述切換閥36能夠在可電力、氣動或水力操作的控制設備(例如計算機30或定序 器)的控制下啟動和停止氣體的供應。然后，氣體通過流量閥37，該流量閥37基本上是使 氣體以受控的速度通過的限流器(restriction)或小孔。將氣體流速調節至例如30升每 分鐘，如以下更詳細地描述。流量閥37連接至氣體供應通道24的近端25，如圖4所示。流量閥可通過包括流量計量設備或僅通過包括對流量閥37的孔開口的尺寸的標 記而形成或包括流量計73，因為流速與開口的尺寸和通過孔的驅動壓相關。圖6和圖7公開了根據現有技術的機械心肺復蘇設備。如圖6所示，設備41包括 杯形構件43，該杯形構件43由驅動機構42通過水力、氣動或電的方式或其組合的方式來操 作。驅動機構42經回轉接頭47可樞轉地連接至兩個臂狀構件44和45。每個臂狀構件的 另一端經回轉接頭48可釋放地且可樞轉地連接至橋梁構件46。設備41意圖如圖7所示地 安裝在患者上，其中患者以仰臥位顯示。設備41被安裝成使得臂狀構件44、45沿著患者胸 腔的側面延伸，并且橋梁構件46被安裝成跨過患者背部，且在圖7中不可見。杯形構件43 安裝在胸腔上面。當驅動機構42運轉時，杯形構件43壓縮患者的胸腔。杯形構件可暴露 于將該杯形構件43連接至胸腔的真空壓力源，以便胸骨在解壓行程中主動地向上移動。設 備41可包括帶子51、52，以便防止該設備向尾部方向移動。然而，通常，可充分改變胸腔體積的任何設備，包括人力或觸發的任何設備，可與 本發明的實施方案一起使用。觸發是指在意圖進行CPR的情況下以任何方式改變胸腔的體
7積，例如通過刺激胸腔肌肉等。在文獻US 4397306中公開了同步化的高壓通氣與負壓通氣。然而，負壓通氣可能 對患者是危險的并應當避免。如上述文章中所述，在現有技術中，由于增加的冠狀動脈灌注，連續氧氣供應是優 選的。本發明人現已出人意料地發現，冠狀動脈灌注和平均主動脈壓和胸腔再充填均可 通過間歇地但與壓縮行程異相地提供氧氣供應而得到改善。可以在壓縮行程之前開始所述 供應。此外，所述供應可在解壓行程之前終止。
可如下進行本發明的實施方案，參見圖9以及圖10和圖11。在如圖9所示的實施方案中，一個周期可分為6個相位，每個相位約0. 1秒的持續 時間，所述圖9顯示了氣體供應對時間以及胸腔壓縮對時間的圖。氣體供應在相位1開始之前啟動，然后壓縮行程在相位1中啟動。在相位2中，胸 部被壓縮且氣體仍然打開。在相位3中終止了氣體供應，并且解壓行程在相位4中啟動。在 相位5中，胸部被解壓，并且氣體被關閉。在相位6中，啟動氣體并且新的周期繼續。圖10是來自對于豬的試驗裝置的圖，顯示了身體中不同位置處的壓力，即第一曲 線I顯示右心房11中的壓力，所述右心房11中的壓力接近解壓相位中胸腔的液壓或血壓， 第二曲線II顯示主動脈18中的壓力，并且第三曲線III顯示氣管中的氣體壓力，即基本上 是壓力計34的讀數。一個周期在相位“1”的開始處開始，如圖10所示。-1)相位以氣體供應的啟動為開始，所述氣體供應的啟動發生在壓縮行程啟動之 前約0.1秒。氣管壓力(III)和胸腔血壓(I)稍稍增加，并且氣體流入肺中而增加了肺中 的氣體體積。1)在相位1中，啟動了壓縮行程。壓縮行程相對較快，并且進行約0. 1秒。在該相 位中，主動脈中的血壓和右心房中的血壓基本上平行增加至約IOOmmHg的峰值，如曲線I和 曲線Π所示。氣管的氣體壓力也增加，如曲線III所示，導致氣體經氣管套管的中心通道 23流出，形成限流。氣體仍經過氣管套管的通道24供應。在該相位中，根據曲線I的右心 房血壓接近于或甚至大于根據曲線II的主動脈血壓。根據曲線III的氣管中的氣體壓力 幾乎為20mmHg。2)在相位2中，該相位為約0. 1秒，且被稱為“胸腔壓縮-氣體開啟”(“chest compressed-gas on”)，肺和主動脈中的壓力相繼降低，因為氣體從氣管套管的中心通 道23流出。氣體從肺且經氣管套管的流出部分地受到氣體經通道24的伴隨的流動 (concomitant flow)和經氣管套管的中心通道23的流出的阻止，因為經通道24并然后經 中心通道23的氣流沿氣管套管形成壓降并可能形成文丘里效應。因此，氣體的呼出由于氣 流仍在此相位中開放的事實而部分地受到阻止。在第二相位結束的過程中，主動脈壓變成 恒定在約50mmHg。3)在相位3中，氣體供應被切斷。因此，肺中的壓力可被緩解，并且氣體流出氣管 套管的中心通道23以減少肺中的氣體體積。經過氣管套管的氣體流出隨著肺中的氣體壓 力降低而指數降低，直至該壓力幾乎為零，即等于大氣壓力。4)在相位4中，啟動解壓行程，并且對于mCPR設備進行約0. 1秒，以將胸骨移動到其正常位置或稍稍在其上的位置。氣體向內通過氣管套管的中心通道23至肺，這通過氣管 壓力讀數(III)的負氣壓來表示。同時，主動脈血壓和胸部血壓短時間地降至零以下。主 動脈壓力退回(recoil)至約30mmHg的主動脈壓力，因為主動脈瓣關閉而防止倒流，而胸部 血壓維持在稍稍OmmHg以上，該壓力是右心房中盛行(prevail)的壓力。因此，形成了約 30mmHg的冠狀動脈灌注壓，并且存在約0. 2秒，如圖6中的箭頭Y所示。
5)在相位5中，該相位為約0. 1秒且被稱為“胸腔壓縮，氣體關閉”，胸腔中的血壓 接近0。因為通過mCPR設備對胸骨的提升，主要在第4相位中，肺中的氣體壓力將在短時間 中不是負的或僅為稍稍負的。在胸部血壓接近零的時間，胸部血管將用來自腔靜脈的靜脈 血補充°體靜脈血壓(systemic venous blood pressure)為幾個mmHg,并且血液將從腔靜 脈經右心房和右心室流到胸主動脈，并從此進入胸部血管，目的是用待充氧的血液填充胸 部和釋放其在肺泡中的二氧化碳內容物。6)在相位6中，啟動氣體供應，以在壓縮開始之前將預定量的氣體提供至肺中。然后，開始新的周期。為了獲得良好的性能，應當單獨地或以任意組合地考慮幾個條件。A)為了將充氧血供應至心臟的冠狀血管，重要的是冠狀動脈灌注壓Y在盡可能大 的時間段中盡可能地大。B)為了用血液再充填胸部，重要的是胸腔中的血壓在相位4、相位5和相位6中是 低的，因為經腔靜脈從身體返回的血液然后可流入心臟和胸腔。如曲線I所示，胸腔血壓接近零。C)為了用充氧血供應身體和器官，重要的是峰主動脈壓力是大的，并且在主動脈 壓力曲線II以下的面積是大的，因為該面積與經過主動脈傳遞至身體的血流成比例。D)氣管中的峰氣體壓力不應當超過約30mmHg，因為這可能導致肺中出血和浮腫。 氣管中的最低壓力不應當在大量時間中降至零以下。圖11顯示了對于使用連續注氧(CIO)的現有技術的系統的曲線，與圖10類似。所 有其他的條件是相同的。然而，如由曲線可看出，峰主動脈壓力為約75mmHg(與IlOmmHg對 照)，并且冠狀動脈灌注壓僅為約20mmHg(與30mmHg對照)。第五相位中的主動脈壓力僅 為約22mmHg(與30mmHg對照)。第二相位中的峰氣管氣體壓力為約30mmHg(與20mmHg對 照)。因此，圖10中顯示的實施方案與圖11中顯示的現有技術的實施方案相比更優越 和更安全。氣體供應可以是氧氣。然而，在其他實施方案中，氧氣供應可由任何合適的氣體混 合物的供應而代替，例如標準空氣或用氧氣補充的空氣或任何氣體混合物。所述氣體可包括治療劑或藥物(pharmaca)。藥劑可在氣體中霧化。這樣的藥 劑可包括硫酸氫鹽、腎上腺激素(印in印hrine)、腎上腺素(adrenaline)、去甲腎上腺素 (norepinephrine)、降腎上腺素(noradrenalin)、胺碘酮、可達龍、利多卡因、氯胺酮、氧化 亞氮等。這樣的藥劑還可經單獨的通道遞送。機械心肺復蘇mCPR可在沒有主動解壓下進行，以便可以發生通過肋骨的正常解 壓和胸腔的回彈。還可使用手動壓縮。不同相位的長度可不同于上述的長度。
相位6可以是在0. 01秒和0. 2秒之間，取決于用氣體填充肺的效率如何。相位1的重要性在于，肺應當用足量的氣體填充以便它們在壓縮行程中對心臟和胸腔施加足夠的 反壓力。氣體供應應當盡可能晚地發生，目的是給予胸腔充足的時間以再充填。另一個考慮因素是，應當供應足量的氧氣以便肺中的血液可被充分地充氧。已發 現，平均約15升每分鐘的氧氣供應對于充氧的目的是足夠的。因為在周期的一半中供應氧氣，所以該供應將是301/min，對應于50ml每0. 1秒。 因為空氣基本上僅在相位6中進入肺，所以將用約50ml每周期來供應肺。因為每分鐘有約 100個周期，并且因為正常的呼吸頻率為約每分鐘10次，這對應于每次正常的呼吸吸入約 0. 5升。如果僅供應氧氣，這對于向肺中的血液充氧是足夠量的，即使考慮高達25ml的死腔 可能在支氣管中盛行的事實。氣體供應會將氣體引入肺中，相信這將在下一個相位1和相位2中增加峰主動脈 壓力(II)。因此，在相位6中引入大量的氣體是有利的。然而，引入的氣體的量不應當太 大，在以下比較。已發現，如果相位6具有約0. 1秒的持續時間且氣體供應為約301/min，則 可獲得良好的平衡。因為氣管套管在近端25是對大氣開放的，因此一部分供應的氣體將傳 遞出到大氣中。然而，如果肺中的壓力足夠低，則相當數量的供應的氣體將被遞送至肺。此 夕卜，氣體經具有小橫截面積的通道24遞送，這意味著供應的氣體在向著肺的方向上具有相 當大的速度。因為氣體還在相位1和相位2中供應，所以在相位1和相位2中，支氣管中的氣體 將被阻止傳遞到周圍大氣中，如以上所說明。此外，氣管套管將用氣體填充，所述氣體可以 是氧氣。因此，氣管套管將不對死腔起作用，但其可被看作是氣管套管的遠端直接連接至大 氣而沒有死腔。將氧氣供應至肺并將二氧化碳從肺中除去基本上是通過兩種機制。氣體(氧氣)流入肺和流出肺將使二氧化碳在一個方向上(出)而氧氣在另一個 方向上(入)對流。肺中的任何二氧化碳還將因為任何濃度差而從肺向支氣管和氣管套管擴散。只要 氧氣存在于氣管套管的遠端，則存在二氧化碳的大的濃度差，導致即使沒有任何氣流也有 很多二氧化碳被運輸出肺。同樣地，如果濃度差存在，則氧氣將通過擴散被運輸至肺。為了減少死腔，氣管套管應當安排成靠近脊或支氣管之間的結合處，例如在支氣 管上l-3cm處。在另一實施方案中，氣管套管可包括部分延伸至支氣管中的套管部分，而固 定氣管導管的氣囊安排在氣管中。如圖14所示，氣管套管81可設置有兩個通道84和85，用于氣體供應，對著支氣 管82和83開放。從每個通道的孔放出的氣體將在向著相應的支氣管的方向(如箭頭86 和87所示)具有很高的速度(substantial velocity).因此，氣體將更容易進入支氣管和 肺，目的是在相位6中用氣體填充肺。氣管套管如何在遠端22和氣囊26以上延伸是不重要的。因此，氣管套管可通過 口、通過鼻并經過聲帶，或通過安排在咽中的孔而引入。在另一實施方案中，氣管套管可以是僅具有一個中心通道和用于膨脹氣囊的通道 的常規的氣管套管。在這種情況下，可通過置于中心通道內的單獨的小充氣管而將氣體 (氧氣)供應至氣管套管的遠端。在氣管套管內部，充氣管應當在氣管套管的遠端之前的不遠處開放。在又一實施方案中，不存在氣管套管。相反，將氣體供應管盡可能遠地插入，以便 氣體供應管的遠端剛好在氣管與支氣管之間的結合處以上的位置開放，如圖2所示，其中 管21是單腔管(single lumen tube)，可能帶有用于壓力計的第二腔。將氣體供應至氣體 供應管的近端，用于氣體的吸入，并且氣管用于氣體的呼出。氣體供應管可在與正常人的氣 管長度相對應的位置包括標記 物。當氣體供應管被插入到該標記物時，使用者知道遠端按 照所需被定位在支氣管附近。因為基本上不發生經過氣管的吸入，因此氣管的死體積被除 去了。氣體供應管可以兩個稍稍導向側面的管口結束，如圖14中所示，目的是進一步促進 氣體的快速吸入。當胸腔中的壓力較高并且當“氣體開啟”時，一些氣體在相位1和2中從肺中被除 去。然而，大部分氣體在相位3中被除去，見以下。足量的氣體在相位4(解壓)之前被除 去是重要的，以便肺中的壓力可在胸腔自發地或通過主動解壓而退回之前朝著零的方向降 低。在相位4和5以及在大部分以下的相位6中，肺中的零壓力將確保經過冠狀血管的高 灌注壓，如圖10中的箭頭Y所示。此外，因為全身靜脈壓僅為幾個mmHg，例如IOmmHg以下， 因此只有當胸腔血壓幾乎為零時胸腔才由靜脈血補充。因此，盡可能低地保持低胸腔壓力 是重要的，這導致在相位1中可供應的氣體的量的限制。如果供應過多氣體，倘若如此供應 的氣體不能在相位1、相位2和相位3中被除去到足夠的程度，則低壓將會較高。如果需要大量氣體，則可使相位6更長，例如高達約0.2秒。可選擇地或另外，可 增加氣體供應速度。在壓縮行程之前進入肺中的氣體越多，主動脈壓力在壓縮行程中將越 高。高主動脈壓力將被心臟外部的血液循環系統平衡(average)，例如循環至大器官和腦 的血液。上壓力可以是約IOOmmHg,如圖10所示。另一方面，過多的氣體可能在隨后的相 位中不能被呼出，使肺擴張并阻止靜脈血回流。對于進一步的可選方案，見以下。在相位6 中，氣體供應可以在30ml至70ml之間，例如在40ml至60ml之間，例如50ml。氣體供應還 取決于周期時間，高周期時間可為相位1中更多氣體的供應提供充足的時間。相位1為約0. 1秒，并且應當如條件所允許盡可能得快。如果壓縮速度過低，則 上壓力將較低。然而，相位1不應當過短以至于胸腔和內臟受損。壓縮相位的行程可以是 前-后(anterior-posterior)胸腔直徑的約20%以便胸腔被充分地壓縮。該行程不應當 太大以至于胸腔和心臟被過分壓縮，但應當這樣大以便胸腔中的血液基本上從心臟移出至 主動脈。相位2或“胸腔壓縮，氣體開啟”，可以在0. 1秒和0. 3秒之間。該相位是用于將血 液移出心臟和胸腔。血液移出到主動脈存在兩個原因，心臟的物理壓縮，導致心臟-泵送-機制 (cardiac-pump-mechanism)；和胸腔中增加的靜水壓力，導致胸腔-泵送-機制。為了使兩種機制都有效，需要胸腔在解壓相位中用血液來補充，如下進一步討論。應當注意，某些哺乳動物不具有心臟_泵送-機制，僅有胸腔_泵送-機制，例如 豬。相信在人類中兩種機制都在使用。相位3用于氣體從肺中的呼出。通過關閉氣體供應，氣管中的氣體壓力被降低，并 且肺中的氣體可被呼出，這確保了在下一相位中更好的靜脈血回流和胸腔填充。相位3在 0. 02秒和0. 2秒之間，以允許肺中的氣體體積在下一相位前降低。與在相位6中呼出的氣體相同的體積應當在相位3中被呼出，例如約50ml。相位4應當盡可能短。通過使用主動解壓，肺中的壓力降低可能很大。然而，對于 延長的一定時間，肺中的壓力基本上不應當低于零。當胸腔中的壓力減少至接近零時，左心 室中的壓力也將被降低，并且血液將趨向于經主動脈瓣流入左心室。然而，主動脈瓣是閉合 的并將阻止這樣的流動。來自腔靜脈的靜脈血將開始進入左心房、左心室并傳遞至胸腔和 肺中以充氧。在相位4和相位5中，左心房和右心房將具有低壓，并將用分別來自循環系統的血 液(經腔靜脈)和來自肺靜脈的血液來填充。血液還將在心臟的每一側從心房流入心室。在相位5和隨后的相位6中，在主動脈和右心房之間存在相當大的壓差，這將導致 對冠狀動脈的灌注，從而用充氧血供應心臟。相位5或“胸腔解壓，氣體關閉”可以是從約0. 05秒至約0. 2秒。
總之，通過在壓縮行程之前啟動氣體供應，主動脈中的上壓力將被放大。此外，從 心臟流出至主動脈的體積流動將更大。此外，通過在解壓行程之前停止氣體供應，肺中的氣體體積將被降低，導致胸腔/ 肺中的低壓和經腔靜脈的胸腔的快速再充填。另外，冠狀動脈灌注壓將很大。當氣體供應至肺時，胸腔的再充填在相位6中稍稍減少，因為胸腔/肺的壓力稍稍 增加。由于靜脈血回流壓力較低，胸腔/肺中的壓力的任何增加將對該再充填具有很大影 響。因此，氣體的開始應當盡可能長地推遲，并應當盡可能高速地發生，見圖5和圖13。因此，在維持生理學安全性的情況下獲得了更有效的心肺復蘇，這可導致對患有 心臟停搏的患者更好的結果。如果以上所述的氣體供應設備和方法與以上提及的LUCAS型機械心肺復蘇設 備一起使用，則所述設備基本上具有5個可調節的參數，即壓縮深度、壓縮力和解壓縮力 (force of decompression)以及壓縮時間禾口角軍壓縮時間(time of decompression)。壓縮深度應當為經胸腔的垂直距離的約20%，但可從約10%至約30%變化。較大 的壓縮深度可導致較大的主動脈流動，條件是胸腔被適當地再充填。壓縮力決定相位1的開始，并且應當盡可能地大以獲得盡可能快速的行程而不會 對肋骨或內臟造成損傷。解壓縮力決定相位4的開始，并且應當盡可能地大以獲得盡可能快速的行程而不 會造成損傷。壓縮時間是相位1、2和3的合并的時間。解壓縮時間是相位4、5和6的合并的時間。壓縮時間和解壓縮時間可以相等且每個均為約0. 3秒，以導致100周期每分鐘的 周期時間。例如，如果基本上在相位6中吸入的氣體體積變得大于基本上在相位3中呼出 的氣體體積，則解壓縮時間可被延長且壓縮時間可被縮短，并且反之亦然。此外，可調整周期時間，例如在60至120周期每分鐘。因此，mCPR設備和氣體供應設備的參數可以按不同方式結合，以提供優越的最終結果。當使用機械CPR設備時，根據本發明的計時可基于從mCPR設備接收的信號來確定。
在圖8中，顯示了氣管套管22的遠端25的可選擇的實施方案。氣管套管的目的 是產生收縮物(constriction)，所述收縮物減少相位1和相位2中的呼出并減少相位4和 相位5中的吸入。所述收縮物還應當平衡吸入(主要在相位6中)和呼出(主要在相位3 中)，以便獲得平衡，其中在相位3的結尾和在相位4和相位5中，肺部壓力足夠低以允許胸 腔的完全補充。此外，相位1和相位2中的呼出通過氣體供應開啟的事實而被減少。因此，供應的 氣體必須經氣管套管與來自肺的氣體一起傳遞出去。吸入體積主要由相位6 的長度和供應的氣體流速來控制。呼出體積基本上由相位 3的時間和收縮物來控制。為了獲得適當的平衡，可對氣管套管的出口孔提供可調的收縮物38，所述可調的 收縮物38被控制以便獲得所期望的性能。該控制可通過計算機30而發生，所述計算機30 接收輸入參數、35、37供應的氣體的流速和經氣管套管流出的氣體的流速(通過流量計49 測量)。此外，二氧化碳測量儀39可安排用于測量二氧化碳的流出，目的是證實患者被適當 地通氣。這樣的二氧化碳測量儀39可以是二氧化碳分壓計(partial pressure meter)，其 輸出信號被整合以顯示二氧化碳的總量。在本實施方案中，收縮物38被調節為相對固定不 變的值，該值基本上在整個周期中恒定。通過使收縮物38更小，在相位6中供應的氣體更 多，并且在相位1、2和3中除去的氣體更少。通過調節基本上是相位6和相位3的計時，氣 體平衡也受到影響。因此，可使相位3更長，目的是降低解壓相位中胸腔/肺壓力，并促進 胸腔用血液再充填。使相位3更長是以相位2為代價的(相位2的縮短)，以便總周期時間 不改變。在可選擇的實施方案中，收縮物38與mCPR同步操作。操作周期可如圖12中所示。 在相位1之前，供應氣體并關閉收縮物38，以便所有氣體進入肺。在相位1和相位2中，氣 體供應被停止而收縮物仍關閉。因此，胸腔與周圍大氣隔離，并且氣體體積將支持壓縮中的 高主動脈峰值壓力。在相位3中，打開收縮物以允許氣體被呼出直至壓力降低。在相位4 和相位5中，關閉收縮物以阻止氣體被吸入肺中，目的是維持肺中的低壓。以如下方式控制操作。控制氣體供應速度和相位6的時間，以便最大的氣管壓力 盡可能高但仍低于30mmHg，例如約25mmHg。這將確保在壓縮相位中的高血壓。控制相位3 中的氣體呼出，以便在右心房中獲得接近零的低壓，例如低于5mmHg，如低于2mmHg。通過在 氣管套管中具有盡可能大的面積和通過延長相位3的持續時間而放大氣體呼出。主動脈瓣 一具有關閉的趨勢時或稍稍更早時就立即開始相位3。因此，相位2可被縮短而相位3被延 長。在一個實施方案中，相位2可基本上為零，以便相位3幾乎緊隨相位1之后。因為當收縮物38被關閉時供應氣體，所以在一個可選擇的實施方案中，氣體可被 直接供應至中心通道23。因此，不需要單獨的氣體供應通道24，而僅需要壓力測量通道28 和氣囊以及氣囊通道27。然而，在這種情況下，中心通道23的體積被添加到支氣管的“死 腔”中。如果中心通道23是狹窄的，這可能是可接受的。可通過在收縮物38打開時供應氣體而放大氣體的呼出。在這種情況下，氣體應當 經過被導向管的近端的孔而遞送。這樣，氣體將通過所述管流出并在支氣管中產生氣體的 抽吸。在圖9和圖12中，以方波顯示氣體供應。然而，氣體供應可具有任何形狀，例如正弦曲線的形狀或具有或多或少的傾斜邊緣的形狀。在圖5和圖13中顯示了至少在相位6 中具有更多的正弦曲線的氣體供應的實施方案。氣體源35被連接至恒流量閥37，該恒流量 閥37被調節為所期望的平均氣流，例如151/min。流量閥37連接至切換閥36，用于按照圖 9中的圖來打開和關閉氣體供應。在流量閥37和切換閥36之間安排了具有橡膠氣囊性質 的緩沖器(accumulator) 40，所述橡膠氣囊可膨脹和收縮并在膨脹時產生預定的壓力。在 相位3、4和5中，當切換閥36關閉時，壓力在緩沖器40中逐漸形成。當切換閥36在相位 6開始而被打開時，高壓在緩沖器40中盛行，并且在相位6中獲得氣體的快速供應。然后， 在相位1和相位2中，流速被減少至由流量閥37所調節的流速。氣體供應速度在圖13中 顯示。流速的精確分布可通過緩沖器40的彈性和結合氣管套管中的氣體供應通道的橫斷 面面積調節緩沖器中逐漸形成的壓力來控制。 周期的計時可通過依賴于壓力計34的測量的計算機30來控制，所述壓力計34測 量氣管套管的遠端22的氣體壓力。可對計算機30編程，以當在相位1中壓力計34下降至最大氣體壓力的70%以下 時，啟動相位3，即開啟收縮物38。此外，可對計算機30編程以依賴于相位5中的最低氣體壓力而啟動相位6。可對 計算機30編程以便相位6至少為很短的時間，例如0. 01秒。如果在相位5中壓力計34的 壓力低于3mmHg，則所述時間可同步延長，直至壓力變成3mmHg或所期望的值。以上實施方案意圖通過在壓縮行程之前提供氣體供應和/或在解壓行程之前提 供氣體的去除而產生盡可能有效的任何特定的mCPR設備。然而，該過程的生理學結果還依 賴于特定mCPR設備的操作，例如周期率和壓縮深度。在以上所述的LUCAS型機械心肺復蘇 設備中，壓縮深度通常為約20%，且周期率為約100行程每分鐘。周期率可被調節至高達 120行程每分鐘或低至60行程每分鐘。這樣的周期率將影響氣體的供應和去除的計時。此 夕卜，壓縮深度也將影響氣體的供應和去除的計時。還可調節計算機30以影響mCPR設備。因此，當胸腔/肺已適當通氣時，例如當氣 管套管中的壓力已減少至特定的值(例如最大值的10% )時，可安排計算機來開始解壓相 位4。壓縮相位的啟動可通過計算機例如依賴于主動脈中的血流而可選擇地控制，所述 血流可通過來自體外的超聲_多普勒_探頭或通過由血壓計71和72測量的血管壓力來測 量，見圖1。因此，計算機可控制周期時間，以便獲得最大主動脈血流。可安排計算機30以基于圖8的實施方案和采用主動脈流量計而如下操作組合的 氣體供應設備和mCPR設備。相位6開始于氣體供應的開口。在第一預定時間之后或在預定的氣體體積已被吸 入之后停止氣體供應，并且開始壓縮行程。測量并整合主動脈流量。監測壓力計34的氣體 壓力，并且當該壓力已減少至70%最大讀數時，開啟收縮物39。當壓力達到20%最大讀數 時，開始解壓行程。測量約0.1秒后的解壓縮力。如下調節下一周期如果最大壓縮力低于lOOmmHg，則增加氣體供應時間，目的是在下一周期中將更多 的氣體吸入到肺中。如果解壓壓力為5mmHg以上，則將收縮物的開放時間調節至較高的值，例如80% 最大讀數，和/或延遲壓縮行程的開始，例如延遲至10%最大讀數。如果這樣不夠，則減少氣體供應時間，目的是在下一周期中更少的氣體吸入到肺中。調節周期時間，以便主動脈流速被最大化。這可通過逐步調節CPR設備的周期時 間來完成，以找到哪個周期時間產生最大主動脈流量。如果周期時間過短，則胸腔將沒有足 夠的時間用來自腔靜脈的血液來補充，而如果周期時間過長，則泵沖程變得效率低下。此外，當主動脈瓣關閉并且存在冠狀動脈灌注流動時，調節解壓中的時間以便其 足夠長。在可選擇的實施方案中，可依賴于對導管的測量而控制計算機，所述導管被引入 動脈(如臂動脈)并且測量血壓。所述導管可進一步插入到動脈中，目的是更靠近主動脈。 除了動脈壓，導管可測量血液中的氧氣和二氧化碳的量。在壓縮中的最大動脈壓和在解壓中的最小動脈壓可用于控制以上提及的時間。因 此，如果最大壓力過低，則這表明供應的氣體體積應當增加。如果最小壓力過高，則這表明 氣體的去除不充分，并且呼出時間應當被延長和/或氣體體積應當被減少。動脈壓可通過 插入動脈血管系統中的導管由動脈壓力計71來測量，例如鄰近主動脈18的導管，如圖1中 所示。此外，靜脈血回流壓力可通過插入靜脈血管系統中的導管如由靜脈壓力計72所示來 測量，例如鄰近腔靜脈12的導管。
此外，測量導管的氧飽和水平和二氧化碳濃度可用于提供氧氣供應不充分和二氧 化碳去除不充分的指示。如果氧飽和水平過低，則具有氧氣性質的氣體的供應應當增加。如 果二氧化碳的去除不充分，則可增加周期時間，以便在每個周期中更大的氣體體積被交換。在上述說明中，氣體供應周期在肺復蘇周期之前有偏移，例如20%之前。因為操作 是循環的，因此氣體供應周期可以說是在肺周期之后有偏移，例如80%之后。兩種模式是相 同的。在一個實施方案中，氣體供應周期是相對于CPR設備的壓縮行程開始的時間點 (time instance)而定義的。在兩個壓縮行程的開始之間的時間被定義為具有100%的持 續時間。然后，氣體供應在75%至98%的時間點開始，這相當于壓縮行程之前25%至2%。 如果周期時間為0. 6秒，則該定義對應于在壓縮行程的開始之前0. 15秒至0. 012秒，相當 于壓縮行程的開始之后0. 45秒至0. 588秒。在本實施方案中，氣體供應可在周期時間的 10%至60%之后被終止。可選擇地，氣體供應在已供應了預定量的氣體時終止。氣體供應周期還可以相對于解壓行程的開始來定義，所述解壓行程的開始相當于 壓縮行程被終止的時候。在此情況下，氣體供應在25%至48%的時間點開始。氣體供應在前一壓縮行程的終止與當前壓縮行程的開始之間一半的時間之后以 及在當前壓縮行程的開始之前開始。本實施方案可通過CPR設備來控制，如果該設備是機械地操作。啟動壓縮行程的 信號和/或終止壓縮行程的信號可用于同步化的目的，如上概述。在另一情況下，以上實施方案通過開關板74來控制，見圖2，該開關板安排在患者 的胸骨和CPR設備的壓力墊之間。當壓力施加在壓力板上時，開關被觸發，并且當移除壓力 時，開關被解除(deactivate)。這種信號可用于同步化。所述壓力墊可用于任何類型的CPR 設備，包括對胸腔的手動壓縮。在另一實施方案中，氣體供應周期是相對于壓力計的讀數而定義的，所述壓力計 連接至氣體供應管的遠端。如圖10可看出，氣管壓力具有最大峰值和最小峰值。這些峰值是由于壓縮行程的啟動和壓縮行程的終止，但被稍稍延遲。使用壓力計而同步化的設備可以按如下方式操作。氣體供應被觸發，并且CPR設備被觸發。當測量到第一最大峰值時，不 采取行動，直至測量到下一個峰值。現在，以兩個連續的值峰之間的持續時間而測定了周期 時間。可能存在接受周期時間的資格，例如它在0. 5秒和1. 5秒之間，并且峰值在15mmHg 以上等。然后，操作氣體供應以便終止氣體供應，并然后在65%至88%的時間點再次觸發。 這是基于相對于壓縮行程啟動的峰值壓力10%的延遲而計算的。氣體供應在氣體供應的觸 發之后15%至50%終止，或在預定量的氣體的遞送之后終止。當周期確定時，可調整精確 計時，以便在與獲得胸腔的適當的再充填的同時獲得高主動脈壓力并且獲得高灌注壓。由 于氣體供應將導致壓力計的增加，這樣的氣體供應不得解釋為峰值。氣體供應可以可選擇地或另外地與最小峰值讀數同步化，所述最小峰值讀數發生 在壓縮行程終止之后一段時間。在某些實施方案中，這種同步化方法可以是可靠的并且產 生良好結果。這種情況下，氣體供應在15%至38%開始，條件是最小峰值相對于壓縮行程 的終止延遲約10%。如果發現最小峰值和/或最大峰值被延遲小于10%或大于10%，則數 字(figure)應當相應地去適應。應當確定這樣的延遲，用于使用的特定設備。在本實施方 案中，氣體供應設備是完全獨立于任何CPR設備的，并可在任何類型的肺復蘇術中使用，其 中胸腔的壓縮周期性地進行。將氣體供應與胸腔壓縮同步化的另一方式是使用安排在氣管套管的近端(或只 要使用氣體供應管并且呼出是經氣管發生時則鄰近口)的流量計，該流量計在經過氣管套 管以最大和/或最小流出時測量。這些流動最小值或最大值與壓力計的相應峰值壓力讀數 相對良好地同步化，因此相同的原理適用于以上所示的。相同類型的考慮適用于當氣體供應應當被終止時。氣體供應的終止可與壓縮周期 以任何上述方式同步化。如果控制氣體供應以終止氣體供應，則氣體可在之后再次開始。因此，可存在開始氣體供應的主動同步化或終止氣體供應的主動同步化或兩者。可基于壓縮行程的開始或壓縮行程的終止(相當于解壓行程的開始)或兩者而發 生同步化。同步化還可基于氣管中的壓力或與胸腔或胸骨或心臟的壓縮和/或解壓相關的 其他可測量的參數而發生。更多的同步化的方法為，將壓力計插入到諸如動脈系統的血管系統中，并根據上 述原理使用該壓力計，用于同步化的目的。在權利要求書中，術語“包括/包括”(“comprises/comprising”)不排除其他元 素或步驟的存在。此外，雖然單獨地列出了，但多種裝置、元素或方法步驟可通過例如單個 單元來實施。此外，雖然單獨的特征可包括在不同的權利要求中，但這些可能有利地合并， 并且在不同權利要求中的內含物不意味著特征的合并不可行和/或有利。另外，單數的參 考不排除復數。術語“一” (“a”)、“一” ( “皿”)、“第一”、“第二”等不排除復數。在權利 要求書中提供參考標記僅作為理解的實例并且不應當解釋為以任何方式限制權利要求的 范圍。雖然參照特定實施方案在以上描述了本發明，但本發明不意圖被限制于本文提出 的特定形式。相反，本發明僅由所附權利要求書限制，并且不同于以上細節的其他實施方案 在這些所附權利要求的范圍內是同樣可能的。
權利要求
一種用于在心肺復蘇周期中將通氣氣體提供給患者的方法，所述心肺復蘇周期包括患者的胸腔的壓縮行程和解壓行程，所述方法包括將氣體供應管(21)的遠端安排在患者的氣管中；將所述氣體供應至所述氣體供應管的近端，用于將所述氣體遞送到所述氣體供應管的遠端；操作切換閥(36)，用于啟動和終止經所述氣體供應管的氣體供應；其特征為，接收基于心肺復蘇周期的同步信號；使所述切換閥的操作與基于所述同步信號的所述心肺復蘇周期同步化，以便所述切換閥以與所述心肺復蘇周期相同但相對于所述心肺復蘇周期偏移的周期操作。
2.根據權利要求1所述的方法，包括基于所述同步信號來啟動氣體供應，以便所述氣體供應在壓縮行程開始之前在周期時 間的25%和2%之間啟動。
3.根據權利要求1或2所述的方法，包括基于所述同步信號來終止氣體供應，以便所述氣體供應在壓縮行程開始之后在周期時 間的2%和30%之間終止。
4.根據前述權利要求中的任一項所述的方法，包括基于所述同步信號來啟動氣體供應，以便所述氣體供應在壓縮行程終止之后在周期時 間的25%和48%之間啟動。
5.根據前述權利要求中的任一項所述的方法，包括基于所述同步信號來終止氣體供應，以便所述氣體供應在壓縮行程終止之后在52%和 80%之間終止。
6.根據前述權利要求中的任一項所述的方法，還包括通過以下中的至少一個來提供所述同步信號由機械心肺復蘇設備發射的信號；壓力開關板，所述壓力開關板鄰近患者安排，并在壓縮行程中暴露于壓縮力，以在壓縮 胸腔時觸發所述開關；氣壓表，所述氣壓表測量供應至患者的氣體中的壓力，例如鄰近所述氣體供應管的所 述遠端；血壓計，所述血壓計測量血管系統中的血壓；氣體流量計，所述氣體流量計測量從肺流出到環境中的氣體流量。
7.根據前述權利要求中的任一項所述的方法，還包括操作閥，以便在氣體供應被觸發時關閉所述閥，所述閥用來控制從患者的肺經通風管 流出到環境中的氣體流量。
8.根據前述權利要求中的任一項所述的方法，還包括調節所述氣體供應，以在每個周期提供預定量的氣體，例如約50ml。
9.根據前述權利要求中的任一項所述的方法，還包括作為同步信號來接收與氣管中的氣體壓力相應的氣體壓力，和確定所述壓縮行程的啟動為在峰值最大氣體壓力之前的周期時間的2%至15%，或確定所述壓縮行程的終止為在峰值最小氣體壓力之前的周期時間的2%至15%。
10.一種用于在心肺復蘇周期中將通氣氣體提供給患者的設備，所述心肺復蘇周期包 括患者的胸腔的壓縮行程和解壓行程，所述設備包括氣體供應管(21)，所述氣體供應管(21)的遠端安排在患者的氣管中； 氣體源(35)，所述氣體源(35)用于將所述氣體供應至所述氣體供應管的近端，以便將 所述氣體遞送到所述氣體供應管的遠端；切換閥(36)，所述切換閥(36)用于啟動和終止經所述氣體供應管的氣體供應； 其特征為，控制設備(30)，所述控制設備(30)用于接收基于心肺復蘇周期的同步信號；其中，所 述設備被操作來使所述切換閥的所述操作與基于所述同步信號的所述心肺復蘇周期同步 化，以便所述切換閥以與所述心肺復蘇周期相同但相對于所述心肺復蘇周期偏移的周期操作。
11.根據權利要求10所述的設備，其中，所述控制設備(30)被操作來基于所述同步信 號而啟動所述氣體供應，以便所述氣體供應在壓縮行程開始之前在周期時間的25%和2% 之間啟動。
12.根據權利要求10或11所述的設備，其中，所述控制設備(30)被操作來基于所述同 步信號而終止所述氣體供應，以便所述氣體供應在壓縮行程開始之后在周期時間的2%和 30%之間終止。
13.根據權利要求10至12中任一項所述的設備，其中，所述控制設備(30)被操作來基 于所述同步信號而啟動所述氣體供應，以便所述氣體供應在壓縮行程終止之后在周期時間 的25%和48%之間啟動。
14.根據權利要求10至13中任一項所述的設備，其中，所述控制設備(30)被操作來 基于所述同步信號而終止所述氣體供應，以便所述氣體供應在壓縮行程終止之后在52%和 80%之間終止。
15.根據權利要求10至14中任一項所述的設備，還包括以下中的至少一個 用于由機械心肺復蘇設備發射信號的設備；壓力開關板(74)，所述壓力開關板(74)鄰近患者安排，并在壓縮行程中暴露于壓縮 力，以在壓縮胸腔時觸發所述開關；氣壓表(34)，所述氣壓表(34)測量供應至患者的氣體中的壓力，例如鄰近所述氣體供 應管的所述遠端；血壓計(71、72)，所述血壓計(71、72)測量患者的血管系統中的血壓； 氣體流量計(49)，所述氣體流量計(49)測量從肺流出到環境中的氣體流量。
16.根據權利要求10至15中任一項所述的設備，還包括閥(38)，所述閥(38)控制從患者的肺經通風管流出到環境中的氣體流量，以便在氣體 供應被觸發時關閉所述閥。
全文摘要
一種用于在心肺復蘇中機械地或手動地將通氣氣體提供給患者的方法和設備。所述設備包括氣體源(35)；安排在患者的氣管中的氣管套管；在氣管套管中的氣體通道(24)，用于將諸如氧氣的氣體供應至患者的支氣管；中心通道(23)，用于將支氣管連接至大氣；流量閥(37)，用于調節供應的氣體的流速；和切換閥，用于啟動和終止氣體供應。所述設備由計算機(30)經以下操作相位操作相位1，其中氣體供應被啟動，用于將氣體吸入到肺中，用于供應預定量的氣體到肺中；相位2，其中進行胸腔的壓縮，用于提供高壓縮力；相位3或“胸腔壓縮，氣體開啟”相位，其中血液從胸腔流出到主動脈中；相位4，其中氣體供應被終止，用于將氣體呼出肺；相位5，其中進行胸腔的解壓，用于降低胸腔中的壓力以提供解壓，其中來自腔靜脈的血液補充胸腔；和相位6或“胸腔解壓，氣體關閉”，用于冠狀血管的灌注。
文檔編號G01B11/30GK101970984SQ200980104649
公開日2011年2月9日 申請日期2009年2月9日 優先權日2008年2月8日
發明者奧德留斯·帕斯克維休斯, 斯蒂格·斯蒂恩 申請人:依格勒薩生命科學公司